Diseño, construcción y pruebas a una prótesis transtibial

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(1)DISEÑO, CONSTRUCCIÓN Y PRUEBAS A UNA PROTESIS TRANSTIBIAL. TRABAJO DE GRADO REALIZADO POR. CRISTIAN JULIAN CARVAJAL NAVIA DIEGO CAMILO RODRIGUEZ MONCAYO. UNIVERSIDAD TECNOLOGICA DE PEREIRA INGENIERIA MECANICA PEREIRA 2019.

(2) DISEÑO, CONSTRUCCIÓN Y PRUEBAS A UNA PROTESIS TRANSTIBIAL. CRISTIAN JULIAN CARVAJAL NAVIA DIEGO CAMILO RODRIGUEZ MONCAYO. TRABAJO DE GRADO PARA OPTAR POR EL TITULO DE INGENIERO MECÁNICO. DIRECTOR HECTOR FABIO QUINTERO RIAZA. UNIVERSIDAD TECNOLOGICA DE PEREIRA INGENIERIA MECANICA PEREIRA 2019.

(3) TABAL DE CONTENIDO. RESUMEN ...................................................................................................................... 5 ABSTRACT ..................................................................................................................... 6 1. DESCRIPCION DEL PROYECTO ................................................................................. 7 INTRODUCCIÓN........................................................................................................ 7 PLANTEAMIENTO DEL PROBLEMA ........................................................................... 7 OBJETIVOS .............................................................................................................. 10. 2. 1.3.1. OBJETIVO GENERAL ........................................................................................ 10. 1.3.2. OBJETIVOS ESPECIFICOS ................................................................................. 10. ESTUDIO COMPUTACIONAL DE LA MARCHA EN PACIENTES AMPUTADOS ............. 11 HERRAMIENTA COMPUTACIONALES Y MONTAJE ................................................. 11 EVALUACION DE LOS CASOS .................................................................................. 13 ESCALA FUNCIONAL DE LA MARCHA ..................................................................... 15 CONCLUSION DEL ESTUDIO A.P.A.S ....................................................................... 16 PARAMETROS DE FUNCIONAMIENTO ................................................................... 18 CONDICIONES ANATÓMICAS ................................................................................. 21 2.6.1. ENFERMEDAD DE OSGOOD-SCHLATTER ........................................................ 22. 2.6.2. RODILLAS EN PARENTESIS O GENU VARO ...................................................... 22. 2.6.3. RODILLAS EN X O GENU VAGO ....................................................................... 22. 2.6.4. DISPLACIA DE CADERA .................................................................................... 23. 2.6.5. ENFERMEDAD DE BLOUNT ............................................................................. 25. PARAMETROS DE DISEÑO ...................................................................................... 25 2.7.1. CENTRO DE MASA ........................................................................................... 26. 2.7.2. TIBIA ARTIFICIAL ............................................................................................. 28. 2.7.3. MOVIMIENTO DE LA ARTICULACIÓN DEL TOBILLO ........................................ 29. 2.7.4. LA MARCHA .................................................................................................... 30. 2.7.5. COMODIDAD DEL SOCKET .............................................................................. 33. NIVEL DE AMPUTACIÓN ......................................................................................... 35 3. IDENTIFICACIÓN DE LAS FUERZAS QUE ACTÚAN SOBRE EL PIE .............................. 37. 4. DISEÑO DE PRÓTESIS............................................................................................ 41 1.

(4) DISEÑO DE TOBILLO ............................................................................................... 41 DISEÑO DE LA PLANTILLA ....................................................................................... 43 CONJUNTO ANILLO PLANTILLA .............................................................................. 44 SELECCIÓN DEL MATERIAL ..................................................................................... 45 5. SELECCIÓN DEL MALLADO Y DENSIDAD EN LA IMRESÓN 3D .................................. 49 ANILLO ELÍPTICO .................................................................................................... 49 PLANTILLA .............................................................................................................. 50. 6. ESTUDIO ESTÁTICO DEL DISEÑO ........................................................................... 52 ESTUDIO ESTÁTICO SOBRE EL ANILLO ELÍPTICO .................................................... 52 ANÁLISIS ESTÁTICO SOBRE LA PLANTILLA ............................................................. 53 ANÁLISIS ESTÁTICO DEL ENSAMBEL O CONJUNTO................................................ 55. 7. PRUEBAS MECÁNICAS .......................................................................................... 58 ENSAYO MECANICO A COMPRESION ANILLO DENSIDAD 70 ................................. 59 ENSAYO MECÁNICO A COMPRESIÓN EN EL ANILLO CON DENSIDAD 100 ............ 60 ENSAYO MECÁNICO A COMPRESIÓN PLANTILLA DENSIDAD 70 MALLA TRANSVERSAL ................................................................................................................... 62 ENSAYO MECANICO A COMPRESION PLANTILLA DENSIDAD 70 MALLA LONGITUDINAL ................................................................................................................. 63. 8. ANÁLISIS DE RESULTADOS Y DISCUSIONES ........................................................... 65 ANÁLISIS PARA EL ANILLO ELÍPTICO: ..................................................................... 65 ANÁLISIS PARA LAS PLANTILLAS ............................................................................ 66. 9. CONCLUSIONES .................................................................................................... 69. RECOMENDACIONES ................................................................................................... 71 BIBLIOGRAFIA ............................................................................................................. 73 ANEXOS ...................................................................................................................... 75. 2.

(5) INDICE DE FIGURAS Figura 1. Montaje técnico para la prueba de marcha [2] ..................................................... 12 Figura 2. Posición de sensores sobre el cuerpo humano [2] ................................................ 13 Figura 3. Movimiento basculante en caderas ...................................................................... 24 Figura 4. Porcentaje de masa en las extremidades del cuerpo [13]. .................................. 27 Figura 5. Movimiento de dorsiflexión [13]. .......................................................................... 30 Figura 6. Ciclo de marcha [13]. ............................................................................................. 30 Figura 7. Longitud de paso [13]. ........................................................................................... 31 Figura 8. Fuerzas de impulso [13]. ........................................................................................ 32 Figura 9. Grafica fuerza según el peso [11]. ......................................................................... 33 Figura 10. Socket pierna [12]. ............................................................................................... 34 Figura 11. Corte nivel de amputación [11]. .......................................................................... 35 Figura 12. Contacto del pie al realizar la marcha [11]. ......................................................... 37 Figura 13. Diagrama de componentes de la fuerza para el Caso 1 [Autores]. ..................... 38 Figura 14. Diagrama de componentes de la fuerza para el Caso 2 [Autores]. ..................... 39 Figura 15. Anillo elíptico [Autores]. ...................................................................................... 42 Figura 16. Plantilla [Autores]. ............................................................................................... 43 Figura 17. Cambio de altura corporal al realizar la marcha [Autores]. ................................ 44 Figura 18. Ensamble del conjunto anillo plantilla [Autores]. ............................................... 45 Figura 19. Impresión del anillo elíptico [Autores]. ............................................................... 50 Figura 20. Plantilla con impresión longitudinal [Autores]. ................................................... 51 Figura 21. Plantilla con impresión transversal [Autores]. .................................................... 51 Figura 22. Estudio estático sobre el anillo elíptico [Autores]. .............................................. 53 Figura 23. Estudio estático plantilla con deformación en el eje "y" [Autores]. ................... 54 Figura 24. Estudio estático plantilla con deformación en el eje "x" [Autores]. ................... 54 Figura 25. Estudio estático conjunto con deformación en el eje "y" [Autores]. .................. 55 Figura 26. Estudio estático plantilla con deformación en el eje "x" [Autores]. ................... 56 Figura 27. Estudio estático plantilla con deformación en el eje "z" [Autores]. ................... 57 Figura 28. Maquina universal ZD 40 WPM Leipzing [Autores]. ............................................ 58 Figura 29. Ensayo a compresión anillo elíptico densidad 70 [Autores]. .............................. 59 Figura 30. Gráfica Fuerza vs carrera Anillo densidad 70 [Autores]. ..................................... 60 Figura 31. Ensayo a compresión anillo elíptico densidad 100 [Autores]. ............................ 61 Figura 32. Gráfica Fuerza vs carrera densidad 100 anillo [Autores]. ................................... 61 Figura 33. Ensayo a compresión plantilla mallado transversal [Autores]. ........................... 62 Figura 34. Gráfica Fuerza vs carrera plantilla mallado transversal [Autores]. ..................... 63 Figura 35. Ensayo a compresión plantilla mallado longitudinal [Autores]........................... 63 Figura 36. Ruptura de la plantilla mallada longitudinal [Autores]. ...................................... 64 Figura 37. Gráfica Fuerza vs carrera plantilla mallado longitudinal [Autores]. .................... 64. 3.

(6) INDICE DE TABLAS Tabla 1. Evaluación de los individuos llamados Casos [2] .................................................... 14 Tabla 2. Conclusión del estudio de los Casos [2] .................................................................. 17 Tabla 3. Estadísticas de medidas para miembros del Ejército Nacional [Autores] .............. 21 Tabla 4. Centro de masa para componentes de la extremidad [13]. ................................... 27 Tabla 5. Dimensiones y masa de la extremidad [13]. ........................................................... 29 Tabla 6. Pasos ciclo de marcha [13]...................................................................................... 31 Tabla 7. Datos de los materiales opcionales de trabajo [Autores]. ..................................... 46 Tabla 8. Datos de deformación obtenidos en software [Autores]. ...................................... 57 Tabla 9. Datos de Fuerza y Deformación obtenidos en ensayo y software [Autores]. ........ 65. 4.

(7) DISEÑO, CONSTRUCCIÓN Y PRUEBAS A UNA PROTESIS TRANSTIBIAL. RESUMEN. En este documento se realiza un estudio de factores que intervienen en el diseño y construcción de una prótesis transtibial con los cuales se va a realizar pruebas mecánicas para determinar la fiabilidad del diseño y la reducción de costos en producción de esta pieza. Se analiza algunos materiales que se pueden utilizar para este proyecto y también de las técnicas de manufactura usadas para crear piezas en plástico.. Se realiza un diseño y se selecciona un solo material para crearlo; posteriormente se realiza la prueba mecánica de compresión y se determinan las propiedades del material. Con esto se pretende comprobar las características que necesita el material para cumplir con las condiciones de ser usado en la producción de prótesis.. Se analiza el comportamiento del material a partir del uso de graficas esfuerzo vs deformación para determinar las propiedades mecánicas del material y, posteriormente, compararlas con las que se obtuvieron con el uso de software. De acuerdo con los ensayos, se obtuvieron buenos resultados en el comportamiento real del material; se concluye que es una excelente opción si se desea empezar la producir prótesis con materiales más económicos e igual de eficientes.. 5.

(8) ABSTRACT. This document carries out a study of factors involved in the design and construction of a transtibial prosthesis with which mechanical tests will be carried out to determine the reliability of the design and the reduction of costs in production of this piece. We analyze some materials that can be used for this project and also the manufacturing techniques used to create plastic parts.. A design Is made and a single material is selected to create it; Then the mechanical compression test is carried out and the properties of the material are determined. This is intended to check the characteristics that the material needs to meet the conditions of being used in the production of prostheses.. It analyzes the behavior of the material from the use of graphics effort vs. deformation to determine the mechanical properties of the material and then compared with those that were obtained with the use of software. According to the trials, good results were obtained in the actual behavior of the material; It is concluded that it is an excellent option if you want to start producing prostheses with more economical and equally efficient materials.. 6.

(9) CAPÍTULO 1 1. DESCRIPCION DEL PROYECTO INTRODUCCIÓN. Enfocando el desarrollo de los mecanismos y la facilidad de aplicación de estos conceptos en los aspectos humanos, se relacionan los principios de la ingeniería mecánica con los problemas biológicos del ser humano, basando el estudio en datos científicos y de desarrollo por parte del área de biomedicina. Con este estudio se aportan beneficios al área de la salud al plantear un estudio de funcionamiento, costos y rediseño de prótesis transtibial, con la finalidad de desarrollar un modelo de prótesis tibial centrado en el desempeño físico restringido por problemas anatómicos, con materiales de calidad, mayor longevidad, de fácil asequibilidad y a bajo costo; otorgando a la persona discapacitada una percepción total de buen aspecto y parcial recuperación de la movilidad de la extremidad inferior faltante, siendo este el aspecto psicológico más importante en las personas afectadas. El trabajo se fundamenta en el desarrollo y elaboración de un nuevo modelo de prótesis, enfatizando desde varios puntos de vista la viabilidad que tiene como proyecto, buscando nuevas posibles mejoras en los diseños ya existentes según análisis mecánicos y pruebas de desempeño para la implementación de un prototipo de prótesis que cumpla con los requerimientos mecánicos y fisiológicos de la persona y así lograr mejorar la calidad de vida de estos usuarios.. PLANTEAMIENTO DEL PROBLEMA El desarrollo de los modelos de prótesis ha ido evolucionando a la par del progreso tecnológico del ser humano, con el fin de brindar mejor calidad de vida. La ciencia ha ido mostrando avances en la creación de prótesis más cómodas y funcionales. La tendencia es. 7.

(10) permitir mayor movilidad, estabilidad, y utilización de materiales livianos para mejorar la calidad de vida de quienes han perdido alguna extremidad o han nacido sin ella, [6].. Dentro del mercado se encuentra diferentes tipos de prótesis disponibles para el usuario, estas pueden ser enfocadas a la parte estética, la parte funcional; estas últimas dirigidas para el uso en procesos de recuperación de traumas o pérdidas parciales o totales de la extremidad. Estudios hechos por el DANE en el 2005 de los 41.242.948 habitantes que tenía Colombia, 2.632.255 tenían algún tipo de incapacidad indistintamente de su origen, esto equivale al 6.4% de la población y de estos 770.128 tienen 14 limitaciones para caminar esto equivale al 29.3% de la población, [9]. Otras prótesis de gran avance tecnológico y de alto costo son utilizadas para simular mecánicamente extremidades que sirven para desarrollar teorías de funcionamiento o con fines didáctico-científicos en el estudio de la anatomía humana. El desarrollo y utilización de estos elementos es muy importante como lo menciona Michael McLooughlin que considera que el diseño de una prótesis no puede hacer absolutamente todos los movimientos de la mano, pero si puede controlar el movimiento de los dedos, con esto afirmando que el diseño está muy cerca de la destreza humana, [5].. En la busca de la mejor opción y selección en cuanto a materiales se refiere sin realizar un detrimento a la calidad. Según el CENTRO INTEGRAL DE REABILITACION DE COLOMBIA conocido por sus siglas CIREC, los materiales de uso para la creación de las prótesis pueden ser modulares, convencionales o polipropilenos y según la selección, hay un rango de costos, [7].. A pesar de los diferentes modelos y existencia de gran variedad de prótesis, la estandarización de estos productos tiene poco margen de flexibilidad a la hora de enfrentarse a los cambios físicos de las personas en el trascurso de su vida. Un ejemplo de esto es el entrar a condiciones de obesidad, cambio en la talla, también el proceso de crecimiento lo que varía cualquier cantidad de parámetros que se tomen como referencia 8.

(11) para un diseño. En la literatura se hacen ver como parámetros ejemplos como promedios de edad de 26,44 años, talla 168,5 cm, y peso 66,29 kg; estos nombrados son unos pocos en la lista de cantidad de parámetros identificables para iniciar un proceso de diseño, [14]. Estos tipos de cambio, más los costos de adquisición de las prótesis que utilizan las personas con ausencia de extremidades, hacen que este producto sea complicado de adquirir, y en caso de tenerlo es aún más complicado poder tener un bienestar y seguridad del paciente debido a que no se ajustan totalmente a la necesidad de ellos. Por falta de información sobre el uso adecuado y tiempo necesario de asimilación y manejo de la prótesis, se tendría una grave alerta médica si las condiciones no cumplen con la necesidad del usuario, logrando de esta manera, no cumplir con la intensión de facilitar el desempeño diario a los pacientes que usan este tipo de elementos.. La gravedad de las consecuencias de lo anterior es que se ve la necesidad de crear un prototipo de prótesis transtibial con características bajo las normas establecidas por el Ministerio de Salud y Protección Social. El Ministerio establece los requisitos sanitarios que deben cumplir los establecimientos que elaboran y adaptan dispositivos médicos sobre medida de tecnología ortopédica externa ubicados en el territorio nacional, [1], con parámetros que sean flexibles a los cambios físicos y que además cumplan con las condiciones óptimas para la salud, satisfacción, expectativas y rango de costos disponibles en el proceso de fabricación, diseño y preferencia del paciente.. 9.

(12) OBJETIVOS 1.3.1. OBJETIVO GENERAL. Diseñar, construir y realizar pruebas en un prototipo de una prótesis tibial, basado en un diseño computacional, identificando los materiales a utilizar, para aumentar su tiempo de uso y la comodidad de los usuarios.. 1.3.2 . OBJETIVOS ESPECIFICOS Análisis estadístico del comportamiento cinético-mecánico de la extremidad real para poderlo replicar en la prótesis.. . Diseño óptimo de prótesis transtibial.. . Selección de material y simulación computacional.. . Fabricar prototipo físico con el fin de realizar pruebas acordes con las normativas vigentes.. . Mostrar resultados de la prueba y discutir la confiabilidad y viabilidad del nuevo diseño.. 10.

(13) CAPITULO 2 2. ESTUDIO COMPUTACIONAL DE LA MARCHA EN PACIENTES AMPUTADOS. En el estudio realizado por Martha Cecilia Zuluaga, asistente de la línea de investigación en Ejercicio Físico y Desarrollo Humano, en colaboración con el servicio de Fisioterapia del Hospital Militar Central de Bogotá, muestran aspectos importantes en los que fundamenta la marcha en pacientes que sufrieron amputación. El estudio fue realizado en el Laboratorio de Análisis de Movimiento del Instituto Franklin Delano Roosevelt. El estudio muestra información que es utilizada por los autores para plantear el diseño o mejora de los componentes usados en la creación de prótesis, [2]. El estudio fue realizado a 4 individuos pertenecientes al EJERCITO NACIONAL DE COLOMBIA con un margen de edad de 25 +/- 10 años, dos de ellos con amputación transfemoral y los otros dos con sus extremidades completamente saludables y en óptimas condiciones de funcionamiento. Los autores utilizaron el estudio para el caso de la amputación transtibial con el argumento que estas dos condiciones físicas restringen de la misma manera el movimiento natural de la extremidad, entonces es válido recopilar el estudio computacional de la marcha en pacientes amputados como información base para los siguientes planteamientos.. HERRAMIENTA COMPUTACIONALES Y MONTAJE En el estudio realizado en el servicio de Fisioterapia del Hospital Militar Central de Bogotá el software usado es llamado ARIEL PERFORMANCE ANALYSIS SYSTEM (APAS) que como su nombre lo indica, estudia parámetros de movimiento. En el estudio se describe el montaje en el cual se utilizan varias cámaras alrededor del paciente y a lo largo de la pista, los supervisores de la prueba ordenan al paciente caminar de manera natural por toda la longitud de la pista la cual tiene una longitud de 15 m como longitud máxima, simulando diferentes terrenos que pueden presentarse de manera cotidiana en la naturaleza, tal como se muestra en la Figura 1. 11.

(14) Figura 1. Montaje técnico para la prueba de marcha [2]. Este montaje más el uso de sensores corporales, les permitió a los investigadores la recopilación de información que fue enviada al programa A.P.A.S. que asimila la información de acuerdo con los parámetros ingresados, como determinación de variables cinemáticas de la marcha, desplazamiento angular de las articulaciones de los miembros inferiores en los diferentes planos y posiciones de la extremidad, la cadencia de los movimientos, la longitud del paso, la longitud de la zancada, el ancho del paso, el consumo de energía en el desplazamiento y el tiempo de duración del ciclo de marcha, ver Figura 2. Con los parámetros recolectados por los encargados del estudio, compararon las gráficas presentes para los dos casos, que permitan identificar los criterios de evaluación para la posible selección de un diseño de prótesis a utilizar.. 12.

(15) Figura 2. Posición de sensores sobre el cuerpo humano [2]. EVALUACION DE LOS CASOS Con los individuos afectados previamente identificados como Casos I y II listos para realizar la prueba, los encargados del estudio diagnosticaron todas las condiciones con ayuda de la opinión de dos Fisioterapeutas; información que les permitió plantear una cantidad de ideas y anticipar algunos posibles resultados.. En la Tabla 1 los encargados del estudio muestran la evaluación previa de los pacientes, esta evaluación brinda información que caracterizará a los pacientes; facilitando a los encargados del estudio asignar nombres a los pacientes, estos fueron llamados como caso, para llevar de forma ordenada y comparativa la información recolectada. La Tabla muestra la condición real de la persona al realizar la prueba.. 13.

(16) Tabla 1. Evaluación de los individuos llamados Casos [2] Caso 1 Caso 2 Posición bípeda: leve deficiencia de reacciones Presento reacciones de equilibrio normales de equilibrio hacia el lado izquierdo. en todas las direcciones Su escala funcional de marcha es 9; significa Su escala funcional de marcha es 9; significa que requiere ayuda mínima para correr, que requiere alguna ayuda mínima para escalar, subir o bajar escalones, especialmente correr, escalar, subir o bajar escalones por seguridad En las articulaciones, la flexibilidad es normal, el miembro inferior derecho tiene arcos de movilidad completos, realiza recurvatum de la rodilla hasta 4 grados. En las articulaciones la flexibilidad es normal. La movilidad articular en el miembro inferior derecho e izquierdo esta entre los rangos de normalidad para cada articulación.. Su fuerza en los músculos de la cadera de La fuerza a nivel de los músculos de las ambos miembros inferiores se encontró en 4/5, caderas de los miembros inferiores es en segundos el examen muscular manual 4/5, según el examen muscular manual Presento signo de Thomas positivo izquierdo de 12 grados, que significa una retracción moderada del Psoas iliaco, una retracción leve de isquiotibiales de 20° del miembro inferior derecho, sin otros signos semiológicos. No hay discrepancia en la longitud de miembros inferiores usando la prótesis, la anteversión femoral derecha es de 20°. Signo de Thomas izquierdo positivo de 12 grados moderado. Hay una discrepancia de longitud de 1 cm del miembro inferior izquierdo respecto al derecho. El perfil torsional del miembro inferior derecha es normal. Los encargados del estudio han clasificado los casos bajo el criterio de posturas al ejecutar la acción de caminar, longitud de zancada, tiempo parcial de cada marcha, siendo la marcha el equivalente a dos pasos y tiempo total para el recorrido; en este caso en particular la calidad de la marcha medida en la huella dejada en la superficie de la pista asignada para la prueba.. 14.

(17) ESCALA FUNCIONAL DE LA MARCHA Los encargados del estudio dieron a conocer una escala donde se puede asignar la fase que mejor describa la habilidad del usuario durante la acción de marcha. Esta escala contempla el uso de otros elementos que asistan en el momento de caminar, elementos como: caminadores, muletas, bastones y otros. Los resultados muestran condiciones, las cuales hablan sobre el desempeño del paciente al ejecutar la marcha, siendo la primera condición la más complicada y la última la condición más favorable para el usuario. Las condiciones se muestran a continuación:. 1. No puede dar ningún paso en absoluto. 2. Puede dar algunos pasos con la ayuda de otra persona. No soporta el peso completo en sus pies. No camina en su rutina diaria. 3. Camina como ejercicio en terapia y una distancia menor a la que comúnmente caminaría en el hogar. Usualmente requiere ayuda de otra persona. 4. Camina las distancias de la casa, pero avanza lentamente. Su forma de desplazamiento preferida en casa no es la marcha (principalmente camina en terapia). 5. Camina más de 4 a 15 metros, pero solo dentro de la casa o en la escuela (camina en distancias de la casa). 6. Camina más de 4 a 15 metros fuera de la casa, pero normalmente usa silla de ruedas o coche para las distancias en comunidad o en áreas congestionadas. 7. Camina fuera de la casa para para las distancias en comunidad. Pero solo en superficies planas (no lo puede hacer en superficies inclinadas. Terreno irregular o escalones, si ayuda de otra persona). 8. Camina fuera de la casa para las distancias en comunidad, puede realizarlo en superficies inclinadas y terreno irregular, además de las superficies planas; pero normalmente requiere ayuda mínimo o vigilancia por seguridad.. 15.

(18) 9. Camina fuera de la casa para las distancias en comunidad, fácilmente puede cambiar de un nivel a otro, como superficies inclinadas y terreno irregular, pero tiene dificultar o requiere ayuda mínima para correr escalar y subir o bajar escalones. 10. Camina, corre y escala en terreno regular e irregular sin dificultad y sin ayuda.. CONCLUSION DEL ESTUDIO A.P.A.S Con la información recolectada en el estudio, más los datos del software A.P.A.S, los encargados del estudio crearon una tabla, donde se muestra los resultados y los factores más importantes que caracterizan a los dos casos estudiados. En ella muestran la información recolectada en tiempo real de la prueba que al final permitió plantear parámetros de funcionamiento, que sean lo suficientemente claros, para permitir seleccionar la mejor opción en cuanto a la temática de ortopedia.. Los resultados del estudio debidamente enfocados a una prótesis transtibial, mostrados en los criterios de evaluación, serán tomados en cuenta en el análisis para la selección del mejor diseño bajo determinadas necesidades. Los resultados se muestran en la Tabla 2.. 16.

(19) Tabla 2. Conclusión del estudio de los Casos [2] Criterios de evaluación. Caso N° 1. Articulación coxofemoral Izquierda: flexión máx.25° Extensión máx. 10° Derecha: flexión más 18° Extensión máx. 20° Rodilla: Izquierda: flexión máx. 45° Recurvatum Derecha: flexión máx. 45° cuello de pie: Cinemática Izquierdo: plantiflexion -Desplazamiento 10° angular Dorsiflexión: 5° -Plano sagital Pelvis: ascenso -Plano coronal hemipelvis derecha -Plano Cadera: mayor aducción transverso izquierda -Cadencia de Pie derecho: leve varo en movimiento de retropié los miembros Pie izquierdo: rígido inferiores Pelvis: mayor rotación interna de la derecha Pies: simétricos y neutro Izquierdo: 0,72 m/s Derecho: 072 m/s. Caso N° 2 Articulación coxofemoral Izquierda: flexión máx. 25° Extensión máx. 9° Derecha: flexión máx. 18° Extensión máx. 12° Rodilla: Izquierda: flexión máx. 55° Recurvatum 10° Derecha: flexión máx. 30° cuello de pie: Izquierdo: plantiflexion 15° Dorsiflexión: 5° Pelvis: ascenso hemipelvis izquierda Cadera: movimiento simétrico Pie derecho: leve valgo del retropié Pie izquierdo: rígido Pelvis: mayor rotación interna de la derecha Pies: derecho en rotación interna Izquierdo: rotación externa de 10°. 17. Caso N° 3 Articulación coxofemoral: Flexión máx. 30° a 49° Extensión máx. 10° a 15° Rodilla: Flexión máx. 60° Extensión máx. Neutro Cuello de pie: Plantiflexion máx: 20° Dorsiflexión máx. 10° Pelvis: simétricas Cadera: movimiento simétrico Pie: movimiento es mínimo, los movimientos de la pelvis y del pie son mínimos. La velocidad de movimiento de los miembros inferiores durante el ciclo de marcha depende de la altura del individuo, la longitud de las extremidades, la longitud de paso.

(20) Criterios de evaluación. Continuación de la Tabla 2 Caso N° 1 Caso N° 2. Izquierdo: 0,55 m Derecho: 0,43 m Izquierdo: 1,17 m Parámetros de Derecho: 1,20 m la marcha Izquierdo: 0,10 m Longitud de paso Derecho: 0,07 m Longitud de Izquierdo: 74,22 zancada pasos/min Ancho de paso Derecho: 72,72 paso/min Cadencia. Tilt de la pelvis. Consumo de energía Índice de consumo Tiempo de duración de los ciclos de la marcha Periodo postural Periodo de balanceo. Dirigida levemente hacia anterior con movimientos oscilantes paradójicos. Izquierdo: 0,77 m Derecho: 0,78 m Izquierdo: 0,51 m Derecho: 0,48 m Izquierdo: 1,11 m Derecho: 1,16 m Izquierdo: 0,14 m Derecho: 0,15 m Izquierdo: 83,72 pasos/min Derecho: 80,89 paso/min Dirigida de forma discreta hacia anterior y levemente oscilante con predominio del lado derecho. Caso N° 3 Depende de la edad, sexo y altura de la persona. Lo normal es de 0,05 a 0,10 m Normal: 90 a 120 paso/min. Realiza un descenso de 5°. 0,82 latidos por min. 0,58 latidos por min. El ideal es 0,4 latidos por min (0,4 a 0,6). Izquierdo: 57% Derecho: 72% Izquierdo: 43% Derecho: 28%. Izquierdo: 43% Derecho: 71% Izquierdo: 57% Derecho: 29%. Es de 60% del ciclo de marcha Es de 40% del ciclo de marcha. PARÁMETROS DE FUNCIONAMIENTO Gracias al resultado del estudio computacional de la marcha en pacientes amputados, los autores del proyecto decidieron establecer los parámetros para analizar y determinar un buen funcionamiento de prótesis transtibial. Estos parámetros fueron los siguientes:. 18.

(21) . Altura de la persona Personas que midan como mínimo 165 cm. . Longitud de la extremidad Se realizó la medición desde el talón hasta la cresta iliaca en el hueso pélvico. . Largo de la zancada Los autores sugieren al sujeto, dar una zancada normal sin exigir la total extensión de la extremidad, ni tampoco moviendo demasiado el cuerpo hacia adelante para no modificar el centro de masa y así no perder el equilibrio.. . Ancho del gemelo o Gastrocnemio Los autores realizan la medición del músculo Gastrocnemio, conocido popularmente como Gemelo, con el fin de determinar el tamaño ideal donde se realizará el acople pierna – prótesis, teniendo en cuenta que la función de dicho musculo es la contracción y elongación en la acción de caminar. Obligando de esta manera a que el acople tenga un grado de deformación plástica y su ajuste pueda ser variable en cada ciclo de movimiento.. . Ancho del pie Los autores midieron la base del pie, exactamente en el inicio de los artejos o como comúnmente se los conoce como dedos de los pies; se realizó esta medida en dicho lugar dado que en este punto el pie es donde consigue por lo general una mayor superficie de contacto.. . Soporte pélvico En el estudio, los autores llevan a cabo una investigación de pelvis, en el cual se explica de manera concisa el por qué existe problemas en la cadera y la asimetría de los miembros inferiores y su efecto directo sobre la propuesta de diseño de una prótesis más ergonómica.. . Frecuencia de uso. Los autores en el proyecto estudian los posibles sistemas de acople de la prótesis al muñón con el cual se permita aumentar el tiempo de uso. Se pretende prologar el uso 19.

(22) de 2 horas a 8 horas, tiempo que dura una jornada continua de trabajo sin que haya la necesidad de tantas pausas de descanso por motivos de circulación, hinchazón, amortiguamiento y dolor del muñón. Estas condiciones de descanso garantizan la perfecta salud del usuario, pero limitan el tiempo efectivo de uso de la prótesis que se ven reflejadas cuando se habla de movilidad durante 16 horas de las 24 que tiene el día.. Dichos factores afectarán las condiciones de diseño con un análisis en paralelo, que no se tuvieron en cuenta para el diseño de prótesis transtibial que llevarán a cabo los autores, pero quedarán como puntos de partida para posteriores investigaciones o proyectos que apoyen la hipótesis de la necesidad de construcción de nuevos modelos de prótesis según las condiciones del usuario.. Los autores optaron por realizar un muestreo a 10 personas que cumplen con el requisito mínimo para poder ser parte del Ejército Nacional de Colombia el cual es tener una estatura de 165 cm en adelante, se obtuvieron los siguientes resultados, ver Tabla 3.. Con la obtención media de estos valores, se puede observar que hay cierta discrepancia en lo que se supone que al ser extremidades que cumplen la misma función, la pierna derecha y la izquierda no presentan el mismo valor de longitud cuando se realiza la acción del movimiento.. 20.

(23) Tabla 3. Estadísticas de medidas para miembros del Ejército Nacional [Autores] longitud pierna (cm). longitud pantorrilla (cm). Perímetro del Gastrocnemio (cm). Talla de calzado. Ancho del pie. Largo del pazo. Largo de zancada. I. D. I. D. 100. 38. 43. 41. 10. 60. 73. 103. 92. 95. 35. 35. 38. 9.5. 59. 61. 104. 102. 103. 39. 32. 43. 9. 70. 73. 123. 108. 91. 35. 34. 39. 9.5. 35. 42. 85. 85. 94. 38. 33. 39. 9. 36. 46. 86. 88. 96. 38. 34. 40. 10. 40. 43. 81. 89. 92. 36. 37. 41. 9.5. 33. 40. 80. 84. 98. 37. 31. 41. 10. 39. 35. 86. 82. 91. 34. 32. 40. 9. 32. 32. 75. 78. 97. 38. 35. 41. 9.5. 45. 51. 89. 85. 92. 89. VALORES MEDIOS QUE SE UTILIZARÁN EN POSTERIORES ANÁLISIS 96. 37. 35. 40. 9.5. 45. 50. CONDICIONES ANATÓMICAS Es clave conocer ciertos aspectos anatómicos sobre el cuerpo humano los cuales hacen que el estudio se vuelva complejo, al momento de analizar estos aspectos de forma individual. Cada uno de estos aspectos muestra una sintomatología diferente en donde su análisis se debe realizar detalladamente y de forma objetiva para encontrar el origen de la situación o la causa que haya venido agravando al paciente para justificar la discrepancia en los valores obtenidos. Dado el caso de que el paciente presente alguna de las condiciones anatómicas, es necesario llevar a cabo las preparaciones por parte del fisioterapeuta y ortopedista para determinar las modificaciones pertinentes al diseño base propuesto por los autores. Las condiciones anatómicas que afectan el diseño de prótesis transtibial se muestran a continuación. 21.

(24) 2.6.1. ENFERMEDAD DE OSGOOD-SCHLATTER. Produce inflamación e hinchazón del hueso, cartílago y tendones ubicados en la zona superior de la tibia, donde se inserta el tendón de la rótula. Empieza a afectar la articulación desde la adolescencia provocando un desmejoramiento de la extremidad y posterior deterioro de los tejidos blandos que al pasar del tiempo disminuirán la calidad del movimiento de la articulación.. Es un factor importante a tener en cuenta debido a que según el grado de avance de esta enfermedad servirá como criterio para determinar el nivel de amputación.. 2.6.2. RODILLAS EN PARENTESIS O GENU VARO. Enfermedad que empieza a manifestarse desde temprana edad más o menos desde los ocho años, la cual muestra una deformación de las piernas en forma de paréntesis. Se argumenta que dicha deformación es causada por el aumento brusco de peso del cuerpo humano en la etapa de crecimiento mientras los huesos se encuentran aún estado blando y moldeable. Su severidad es función del tiempo que tarde la etapa de crecimiento de una persona, periodo que no se puede medir con exactitud porque no está definido ni la edad en donde empiezan los cambios ni tampoco el lapso de años que podría durar este proceso.. 2.6.3. RODILLAS EN X O GENU VAGO. Las piernas se empiezan a juntar justo a la altura de las rodillas y los pies se separan. Este junte provoca tensión anormal en los músculos y tendones que se concentran de manera puntual en la articulación de la rodilla y no son soportados por la cadera. Se presenta con mayor frecuencia desde la niñez, casualmente en niños que para su edad ya presentan avanzado desarrollo físico y en adolescentes y adultos se presenta más en el género femenino dado al crecimiento de caderas en la etapa de pubertad haciendo que. 22.

(25) anatómicamente el cuerpo se amolde para soportar todas las cargas con el fin de conseguir un punto de buen funcionamiento.. 2.6.4. DISPLACIA DE CADERA. Es una enfermedad que se manifiesta desde que el cuerpo humano está en formación dentro del vientre, por eso se dice que su presencia ya se debe problemas congénitos. Esta enfermedad es la que presenta mayor problema cuando se quiere realizar la acción de marcha porque muestra un movimiento de trayectoria elíptica en la cadera haciendo que no se pueda distribuir equitativamente las cargas sobre las dos piernas dificultando aún más los movimientos de flexión, soporte y extensión de la pierna al realizar la marcha,. Se hace evidente la presencia de esta enfermedad porque una de las dos extremidades inferiores presenta una mayor longitud que la otra, pero no es porque la extremidad tenga mayor medida, sino que el plano horizontal pélvico se encuentra con un ángulo de desalineamiento mostrando que la cabeza del fémur de una pierna se encuentre desalineada del de la otra pierna y con declinación con respecto al otro motivo por el cual se presenta dicha marcha poco natural, ver Figura 3. La acción de caminar para personas que presentan dicha condición, se torna un trabajo complicado de realizar por la exigencia mecánica que muestran los miembros inferiores, dado que anatómicamente la cadera no está diseñada para realizar este movimiento con el fin de compensar su desajuste. Esto causa que la cadera se le adicione la función de soportar el tronco superior y mantener el centro de masa cerca a nuestro cuerpo. La cadera tendrá la función de miembro basculante en condiciones fuera de las normales de trabajo para evitar el deterioro anatómico.. 23.

(26) Figura 3. Movimiento basculante en caderas. Después del comienzo de la marcha hay acortamiento del miembro y retracción muscular: el glúteo mediano no sujeta la pelvis, y como no la mantiene horizontal la pelvis basculará hacia ese lado. Cuando el fallo sea bilateral la marcha se asemeja a la postura de caminado de un pato. Todas estas enfermedades alteran el diseño de prótesis transtibial porque no se habla de simetría física, las medidas para el diseño se ven alteradas por la presencia de eventos extraños con respecto al movimiento natural de las piernas en la marcha.. Algunas de las características extrañas que presentan estas personas al realizar la acción de marcha son: . Pasos cortos y poco constantes. . Los pies no brindan una superficie de contacto suficiente. . La flexión en la extremidad no se da con ángulos normal. . Los pasos no se dan de manera frontal sino realizando un arco lateral 24.

(27) . No se presenta una postura erguida lo cual aumenta la tensión en la zona lumbar y disminuyo la estabilidad al realizar la acción de marcha. . Personas que presentan estas condiciones no pueden estar realizando una actividad por mucho tiempo ni tampoco pueden realizar ejercicios de carga y no pueden permanecer tiempo prolongado con el cuerpo erguido.. 2.6.5. ENFERMEDAD DE BLOUNT. Casi con la misma sintomatología que la enfermedad de GENU VARO. La diferencia principal consiste en que, al pasar el tiempo, esta condición seguirá empeorando hasta el punto de perder la línea vertical en la articulación de la rodilla, creando un leve escalonamiento donde la cabeza de la tibia se muestra prominente sobre la piel. Se sugiere pensar en recurrir a una intervención quirúrgica; esta consiste en retomar la línea vertical que se debió haber mantenido en el desarrollo físico del cuerpo humano.. Esta enfermedad, también conocida como tibia vara, es la excepción a la regla porque la intervención quirúrgica asegura la recuperación de la forma normal de la extremidad acompañada con meses de terapia; anatómicamente el cuerpo humano debe acoplarse a la nueva distribución de cargas y postura física.. Bajo estas condiciones de enfermedad, este evento se enuncia, pero no se le dará relevancia por la complejidad anatómica de la situación y la necesidad de conocimientos avanzados de anatomía y medicina.. PARAMETROS DE DISEÑO Para el diseño de la prótesis transtibial, y no solo de ella, sino también de cualquier otra prótesis, es necesario estudiar la biomecánica de la parte a sustituir, en donde se analice fenómenos físicos que ocurren en la pierna, pie y tobillo para comprender la estática y la dinámica de la articulación y así tener la bases para el diseño de esta.. 25.

(28) Otro aspecto principal en que se basa este proyecto, y para nada menos importante, es la parte económica de producción; este aspecto busca que el elemento a utilizar sea asequible y confiable para el uso cotidiano.. 2.7.1. CENTRO DE MASA. Es indispensable analizar siempre el cetro de gravedad para evitar incomodidades en el caminar. Tratar de ubicarlo siempre al de la pierna en buenas condiciones.. En cuerpos regulares en forma y masa, es obvio que su centro de masa se encontrará en el centro geométrico del mismo, pero en cuerpos irregulares, como es el caso de una extremidad, el centro de masa se encontrará más cerca del extremo más grande y pesado (prótesis). Como este punto representa el centro de masa total, este se moverá al aplicar o inhibir peso de la parte del cuerpo analizada. Ya que al diseñar una prótesis siempre se debe de tener en cuenta el ubicar este punto en el lugar donde la persona solía tener el miembro.. En el estudio realizado por Dempster y Clauser para la ubicación del centro de masa de la extremidad, donde se reflejan los datos obtenidos del miembro inferior para un hombre de 90 kg. La información se muestra en la Tabla 4. En caso de ser una persona con diferente peso, el centro de masa también se puede obtener por los porcentajes de las extremidades, ya que la variación de la fisionomía es considerable, estos valores pueden cambiar. La relación porcentual se puede ver en la Figura 4.. 26.

(29) Tabla 4. Centro de masa para componentes de la extremidad [13]. Parte del cuerpo. Pierna. Píe. Porcentaje de peso corporal total. Localización del centro de masa. 3 kg (4,5%). 35 mm por debajo del poplíteo, en la parte posterior del tibial posterior, 16 mm por arriba del extremo próximo del tendón de Aquiles; 8 mm posterior a la membrana interósea. 0,9 kg (1,4%). En los ligamentos plantares o justamente superficial en los músculos profundos adyacentes del pie; por debajo de las mitades proximales del segundo y tercer huesos cuneiformes. Figura 4. Porcentaje de masa en las extremidades del cuerpo [13].. 27.

(30) Interesa conocer la altura del centro de masa del miembro inferior; el cálculo se reduce a un sistema de dos componentes (pierna y pie), las cuales se pueden ver como los centros de masa de cada parte, esta altura se determina utilizando la ecuación mostrada a continuación. 𝑐𝑚 =. 𝑚pierna (𝑙pie + 0,567 ∗ 𝑙pierna ) + 0,571 ∗ 𝑙pie ∗ 𝑚pie 𝑚pie + 𝑚pierna. Donde: 𝑐𝑚 = centro de masa del miembro inferior 𝑚pierna = masa de la pierna 𝑚pie = masa del pie 𝑙pierna = longitud de la pierna medida en el eje sagital 𝑙pie = es la longitud del pie medida en el eje sagital. 2.7.2. TIBIA ARTIFICIAL. Los huesos son las estructuras óseas que soportan la mayor cantidad de peso, siendo primordiales para el diseño de la prótesis. Los huesos largos se pueden ver como eslabones, ya que son líneas rectas que se extienden entre dos articulaciones que sirven como ejes de rotación. Para este caso, el eslabón que interesa es la tibia y el eje de rotación es el tobillo. Para el análisis cinemático se debe de tener en cuenta los momentos de inercia y las longitudes de los eslabones; pero cuando una extremidad se mueve, hace que sus ejes articulares giren y que los centros instantáneos de momento varíen. Para este problema se puede trazar un promedio de la posición del eje, que sea adecuada. En ciertas ocasiones un eslabón puede ser más largo o más corto que las dimensiones del promedio.. Dempster, en 1955, obtuvo las dimensiones y masas de los componentes funcionales del cuerpo con parte de cadáveres; el método lo utilizó cuando las articulaciones de los miembros estaban parcialmente flexionadas. Los resultados para la tibia y el pie se muestran en la Tabla 5. Esta información fue obtenida en hombres jóvenes adultos.. 28.

(31) Tabla 5. Dimensiones y masa de la extremidad [13]. Relación Segmento Percentiles 50° percentil eslabón (eslabón) 5° y 95° longitud (%) Eslabón de la tibia. 16,1. Longitud de la tibia. 14,6. Eslabón del pie (de centro tarso al centro masa). 3,2. Longitud del pie. 10,5. 2.7.3. 110. 30,6. 15. 17,3. 13,6. 15,7. 3. 3,5. 9,8. 11,3. MOVIMIENTO DE LA ARTICULACIÓN DEL TOBILLO. Siendo sus principales movimientos el de flexión plantar del pie y la dorsiflexión, los cuales ocurren sobre un eje transversal pasando a través del astrágalo. Debido a su estrecho final de la tróclea del astrágalo queda suelto entre los maléolos cuando se realiza la flexión plantar del pie y se puede realizar cierto tambaleo debido a la posición inestable. . La dorsiflexión del tobillo se produce por la acción de los músculos de comportamiento anterior de la pierna. Y se define como el movimiento que aproxima el dorso del pie a la cara anterior de la pierna, ver Figura 5.a posición B.. . La flexión plantar del tobillo se produce por la acción de los músculos en el comportamiento posterior de la pierna. Este se aleja del dorso del pie de la cara de la pierna mientras que el pie tiende a situarse en la prolongación de la pierna, ver Figura 5.a posición C.. 29.

(32) Figura 5. Movimiento de dorsiflexión [13].. 2.7.4. LA MARCHA. El ciclo de la marcha comienza cuando el pie contacta con el suelo y termina con el siguiente contacto con el suelo del mismo pie. Los componentes de la marcha son: fase de apoyo y fase de balanceo que se muestra en la Figura 6. Una pierna está en fase de apoyo cuando está en contacto con el suelo, y está en fase de balanceo cuando no contacta el suelo.. Figura 6. Ciclo de marcha [13].. 30.

(33) La longitud del paso completo es la distancia lineal entre los sucesivos puntos de contacto del talón del mismo pie. Longitud de paso es la distancia lineal de contacto de los talones de los pies opuestos, ver Figura 7.. Figura 7. Longitud de paso [13]. En este caso se presenta dos apoyos: . Apoyo sencillo: es el periodo que se presenta cuando solo una pieza está en contacto con el suelo.. . Apoyo doble: es el periodo que se presenta cuando ambos pies están en contacto con el suelo.. El promedio de tiempo de cada fase del ciclo de marcha normal, ver Tabla 6, está expresado en porcentaje en función del ciclo total como sigue: . Fase de apoyo: 60% del ciclo. . Fase de balanceo: 40% del ciclo. . Doble apoyo: 20% del ciclo Tabla 6. Pasos ciclo de marcha [13]. Balanceo Apoyo izquierdo izquierdo Apoyo derecho. Doble apoyo Apoyo talón derecho. Apoyo sencillo. Balanceo derecho Doble apoyo Apoyo talón derecho. Duración total del ciclo de la marcha. La velocidad media adoptada por personas de entre 18 y 64 años varía entre 1,28 y 1,4 m/s. 31.

(34) Para la resolución del impulso del talón contra el piso al inicio de la fase de apoyo, se utilizan fuerzas vectoriales y sus respectivos componentes rectangulares como se muestra en la Figura 8.. La fuerza horizontal X, debe ser opuesta a la fuerza de fricción del piso y el componente vertical Y debe ser opuesta a la fuerza ascendente adecuada desde el piso. Se puede deducir que, con una mayor longitud del paso, al aumento relativo en magnitud del componente X es mayor que el aumento en la fuerza de la reacción O. La fuerza de fricción en el talón debe ser mayor cuando el paso es más largo que más corto.. Figura 8. Fuerzas de impulso [13]. La fuerza resultante que actúa a través de la tibia se determina de igual forma por una suma de vectores. Para la determinación de las fuerzas verticales podemos hacer referencia a la Figura 9, en donde nos muestra la fuerza dependiendo del % de peso corporal.. 32.

(35) Figura 9. Grafica fuerza según el peso [11]. En donde: GT = golpe de talón. PP = pie plano. LT = levante de talón. LD = levante de dedos.. 2.7.5. COMODIDAD DEL SOCKET. Encaje o socket, permite la sujeción por una precompresión del muñón al paciente, realizada por ajustes en el encaje. El diseño y construcción de un socket va a depender de la economía y del material que se tenga al alcance. Sin embargo, algunas técnicas más utilizadas son repetitivas, ya que son muy pocas las compañías que fabrican prótesis de alta tecnología.. La técnica más usada tiene el proceso descrito a continuación, para mayor entendimiento ver Figura 10. . Un molde negativo del muñón es hecho envolviéndolo con una venda de yeso mojada.. . Un modelo positivo del muñón es hecho llenando el molde anterior de una mezcla de yeso y agua. 33.

(36) . Después de las modificaciones, es necesario revisar que las presiones para el ajuste sean correctas. Una prueba de ajuste es realizada formando un soporte con una hoja calentada de plástico claro encima del modelo.. . El soporte plástico es probado en el paciente asegurándose que encaja apropiadamente.. . Un nuevo modelo positivo es hecho llenando el soporte de una mezcla de yeso y agua.. . El soporte o molde para usar en la prótesis definitiva se gorma encima del modelo anterior, usando una mezcla de resina plástica y tela o una hoja calentada de plástico encima del modelo.. Figura 10. Socket pierna [12].. 34.

(37) NIVEL DE AMPUTACIÓN Para el uso de prótesis transtibial el nivel de amputación se puede dividir en 4 niveles según la severidad de la afección por la cual se deba hacer la remoción de un segmento de pierna. La longitud de esta extremidad se dividirá en ¾ por debajo de la rodilla y el ¼ restante es por encima de ella, estos niveles se miden desde el tobillo hacia la pelvis. Los niveles y los criterios de selección se muestran a continuación: . Nivel 1 (1/4): se realiza la amputación por encima del tobillo, esta amputación se da por motivos de enfermedades tales como la diabetes, la gangrena y demás enfermedades que implican la necrosis de tejido blando. Esta amputación no restringe la movilidad de la sección que queda de tibia, pero complica la ergonomía del usuario porque se encuentra en un lugar de la tibia donde no hay presencia de mucho tejido blando.. . NIVEL 2 (2/4): se realiza la amputación a media tibia debido a los mismos motivos del nivel anterior, esta es la mejor opción para la implementación de la prótesis ya que no se pierde movilidad del segmento de extremidad y se obtiene mejor ergonomía en el acople que cederá en el musculo Gastrocnemio, ver Figura 11.. Figura 11. Corte nivel de amputación [11]. . Nivel 3 (3/4): se realiza la amputación justo debajo de la rótula, esta se hace a este nivel debido a traumas por accidentes en los que no se puede controlar la. 35.

(38) hemorragia o que la extremidad por debajo de la rodilla perdió las conexiones nerviosas para poder seguir con su funcionamiento normal. . Nivel 4 (4/4): la amputación se realiza por encima de la rodilla. Este tipo de intervención se hace por la necesidad de remover la extremidad destrozada por agentes externos tales como minas antipersona que inhabilitan el funcionamiento de la extremidad. Su amputación podría ser llamada transfemoral por tal razón no se le muestra mayor importancia.. El objetivo de diseño de este trabajo estará detallado solamente para un Nivel 2 de amputación con el cual se logra replicar de manera aproximada la movilidad de la extremidad inferior.. Anatómicamente, los niveles de amputación representan un problema debido a que sensorialmente el cuerpo humano pierde la facultad de identificar la posición de la extremidad y el momento donde se debe realizar el ajuste muscular para ejecutar el proceso de marcha, a pesar de que el cerebro sigue enviando los impulsos nerviosos para que se realice esta acción.. 36.

(39) CAPÍTULO 3 3. IDENTIFICACIÓN DE LAS FUERZAS QUE ACTÚAN SOBRE EL PIE. Restringir la rotación que permite realizar el tobillo aumenta la probabilidad que el diseño a proponer por los autores, sufra mayores cargas internas, compensando de esta manera, movimientos estructurales para mantener el mejor funcionamiento mecánico. La marcha consta de tres posiciones fundamentales, tal como se muestra en la Figura 12, que hacen necesario un estudio de la fuerza que actúan sobre la prótesis del conjunto pie. Estas fuerzas que brindan información importante para determinar la mejor geometría con la cual se consiga el mejor desempeño del diseño.. Figura 12. Contacto del pie al realizar la marcha [11].. Las posiciones mostradas en la Figura 12 permiten realizar un estudio con el esquema llamado diagrama de cuerpo libre en donde se consigue valores de fuerza sobre el pie, par torsor sobre el tobillo; estos valores serán la base para la construcción del diseño y la prueba bajo condiciones mecánicas de la prótesis.. 37.

(40) 𝑚 = 75 kg m 𝑎 = 9.8 2 = aceleracion de la gravedad s 𝐹𝑇 = 𝑚 ∗ 𝑎 m 𝐹𝑇 = 75 kg ∗ 9.8 2 s 𝐹𝑇 = 735 N. Caso 1: En la Figura 13 se muestra las fuerzas de reacción para el caso “Centro en antepié”.. Figura 13. Diagrama de componentes de la fuerza para el Caso 1 [Autores]. La fuerza total para los dos casos se distribuye en las dos piernas, por el cual, la fuerza sobre cada pierna es de 367,5 N. 𝛼 = asin ( 𝛼 = 15,1°. 25cm ) 96cm. Ahora se halla el ángulo 𝛼 ′ 𝛼 ′ = 180° − (90° + 15,1°) 𝛼 ′ = 74,9° Ya con el ángulo. encontrado, procedemos a calcular las componentes de fuerzas. “𝑥”y“𝑦”. Componentes de la fuerza en el eje “𝑥”para el caso centro en antepié. 38.

(41) 𝐹𝑥 = 𝑐𝑜𝑠(74,9) ∗ (367,5 N) 𝐹𝑥 = 95,73 N Componentes de la fuerza en el eje “𝑦”para el caso centro en antepié. 𝐹𝑦 = sin(74,9) ∗ (367,5 N) 𝐹𝑦 = 354,8 𝑁 Con las fuerzas ya encontradas, se puede calcular los momentos alrededor del tobillo. Componentes del momento alrededor del eje “𝑥”para el caso centro en antepié. 𝑀𝑥 = 𝐹𝑥 ∗ 𝑑 𝑀𝑥 = 95,37 N ∗ 0,06 m 𝑀𝑥 = 5,72 Nm Componentes del momento alrededor del eje “𝑦”para el caso centro en antepié. 𝑀𝑦 = 𝐹𝑦 ∗ 𝑑 𝑀𝑦 = 354,8 N ∗ 0,1825 m 𝑀𝑦 = 64,75 Nm Caso 2: En la Figura 13, se muestra las fuerzas de reacción para el caso “Centro en talón”.. Figura 14. Diagrama de componentes de la fuerza para el Caso 2 [Autores]. La fuerza total para los dos casos se distribuye en las dos piernas, por el cual la fuerza sobre cada pierna es de 367,5 N 39.

(42) 𝜑 = asin ( 𝜑 = 27,3°. 44cm ) 96cm. Ahora se halla el ángulo 𝜑 ′ = 180° − (90° + 27,3°) 𝜑 ′ = 62,7° Ya con el ángulo. encontrado, procedemos a calcular las componentes de fuerzas “𝑥”. y “𝑦”. Componentes de la fuerza en el eje “𝑥” para el caso centro en talón. 𝐹𝑥 = 𝑐𝑜𝑠(62,7) ∗ (367,5 N) 𝐹𝑥 = 168,5 N Componentes de la fuerza en el eje “𝑦”para el caso centro en talón. 𝐹𝑦 = sin(62,7) ∗ (367,5 N) 𝐹𝑦 = 326,5 N Con las fuerzas ya encontradas se puede calcular los momentos alrededor del tobillo Componentes del momento alrededor del eje “𝑥”para el caso centro en talón. 𝑀𝑥 = 𝐹𝑥 ∗ 𝑑 𝑀𝑥 = 168,5 N ∗ 0,06 m 𝑀𝑥 = 10,11 Nm Componentes del momento alrededor del eje “𝑦”para el caso centro en talón. 𝑀𝑦 = 𝐹𝑦 ∗ 𝑑 𝑀𝑦 = 326,5 N ∗ 0,0625 m 𝑀𝑦 = 64,75 Nm. 40.

(43) CAPÍTULO 4. 4. DISEÑO DE PRÓTESIS. El diseño de la prótesis se creó en dos etapas, debido a que se realizó estudios independientes a cada elemento, después se ensamblaron las piezas para formar un solo conjunto estructural que mecánicamente cumpla con las condiciones de funcionamiento a las que se someterá en el momento de realizar las pruebas.. El diseño cuenta con dos características muy importantes que al modificarse cambiarán drásticamente la obtención de resultados. Las características son: . RÍGIDEZ ESTRUCTURAL ELEVADA El diseño cuenta con una rigidez estructural elevada para asegurar una respuesta favorable ante los esfuerzos presentados tras realizar las pruebas mecánicas.. . UTILIZACIÓN DE UN SOLO MATERIAL PARA TODO EL DISEÑO El uso de un solo material en la elaboración del prototipo asegura que las pruebas y los resultados arrojados sean confiables, fáciles de analizar debido a que solo se tiene en cuenta las deformaciones y resistencias de un solo material, evitando así la presencia de situaciones con variables no deseadas que modifiquen los parámetros de funcionamiento del diseño.. DISEÑO DE TOBILLO El diseño está enfocado en encontrar la mejor disposición mecánica con la cual se cumpla la acción de marcha, pero restringiendo algunos grados de movilidad para asegurar un correcto desempeño en el momento de realizar los estudios mecánicos en el prototipo preliminar. 41.

(44) Las restricciones mecánicas que presenta el diseño son: . No presenta eje para momento angular en la posición donde anatómicamente está el tobillo, logrando de esta manera, mantener la pantorrilla en posición recta perpendicular al suelo. . Omitir la junta esférica como unión entre los eslabones pantorrilla y pie, para evitar el movimiento en ejes lateral, vertical del pie, la eversión externa del pie y la inversión interna del pie.. Como se puede apreciar en la Figura 15, el diseño del tobillo es un cuerpo rígido de cara elíptica con una profundidad determinada, esta selección se realizó bajo el principio mecánico en donde las estructuras en arco son mejores soportando esfuerzos a compresión, esfuerzos presentes en este tipo de unión.. Figura 15. Anillo elíptico [Autores].. El anillo elíptico es la unión en la cual hay grandes fuerzas sin haber grandes deformaciones; por lo tanto, el tobillo diseñado para este prototipo funciona como un resorte, ya que permite pequeñas deformaciones y se opone a la vez, creando resistencia a la fuerza aplicada sobre él.. 42.

(45) DISEÑO DE LA PLANTILLA. En el diseño plantilla, se tuvo en cuenta parámetros para replicar, de la mejor manera, la anatomía del pie, seleccionar la forma adecuada, y el tamaño ideal del diseño de la plantilla. Estos son aspectos que afectarán la suavidad y el desempeño de la marcha.. Debido a que el restringir ciertas condiciones de movimiento, la prótesis presentará un talón levemente compresible, que emula la compresión de los músculos dorsiflexores al contacto del talón con el suelo, evitando así, cargas nocivas sobre el diseño. A este ajuste en el diseño se le conoce con el nombre de flexión plantar simulada. El diseño de la plantilla se muestra en la Figura 16.. Figura 16. Plantilla [Autores].. Complejidad que se demuestra revisando los siguientes aspectos: . FUNCIONAMIENTO: el pie es una extremidad del cuerpo que brinda soporte, firmeza y equilibrio en la acción de estar erguido de forma estática o al iniciar la marcha. Razón por la cual se le otorgó una mayor superficie de contacto en la parte frontal.. 43.

(46) . ESTRUCTURA: el pie presenta una curvatura en arco debido a que los huesos que lo componen son eslabones independientes. Su función, junto a las fibras musculares, es mantener la forma del pie y amortiguar el peso de la persona, dando así una superficie estable de contacto entre el suelo y la planta del pie. Para simular dicha condición se construye una planta que presenta forma de arco. Esta servirá como un resorte similar al tobillo, permitiendo una mayor deformación y una menor resistencia a las cargas aplicadas, aumentando la superficie efectiva de apoyo.. CONJUNTO ANILLO PLANTILLA. El conjunto fue diseñado para permitir una deformación máxima de dos centímetros; valor obtenido por los autores en el estudio de la longitud de marcha y del paso, mostrando una disminución en la altura de los 10 sujetos estudiados en la sección parámetros de funcionamiento del capítulo 2. Este valor es obtenido al restar la longitud medida desde la cabeza hasta el nivel del suelo, del sujeto al realizar la marcha, de la medida de altura cuando la persona está erguida y en reposo tal como se muestra en la Figura 17.. Figura 17. Cambio de altura corporal al realizar la marcha [Autores]. 44.

(47) La deformación sobre el conjunto no va a ser igual en las piezas que lo componen. Se espera que al aplicar la fuerza se deforme, en primer lugar, la plantilla otorgando así mayor área de contacto y apoyo sobre el piso, y después la deformación será del anillo elíptico, que será quien soporte las mayores cargas. El diseño que se muestra presenta una estética agradable sin perder la eficiencia funcional y se muestra en la Figura 18.. Figura 18. Ensamble del conjunto anillo plantilla [Autores]. SELECCIÓN DEL MATERIAL. Para la selección del material se investigó materias primas que fueran livianas, resistentes a flexión, pero también con un alto grado de rigidez para dar un mejor apoyo al usuario y que a la vez sea cómodo al caminar.. Los materiales plásticos tienen buenas propiedades mecánicas, de gran interés son la resistencia a la abrasión, flexión, tracción y compresión. Las diferentes opciones de materiales investigadas se muestran en la Tabla 7.. 45.

(48) Tabla 7. Datos de los materiales opcionales de trabajo [Autores]. Módulo de Módulo de Material Propiedades Young en Young en impresión inyección 1. Buena flexibilidad 2. Resistencia a la abrasión Nylon 3. Buena rigidez 579 MPa Restricción 4. Alta tenacidad 5. Fácil producción 1. Buena flexibilidad 2. Resistencia a la abrasión ABS 3. Buena rigidez 1681,5 MPa 2030 MPa 4. Alta tenacidad 5. Fácil producción 1. Buena flexibilidad Empack 2. Resistencia a la abrasión 588,4 MPa 1000 MPa UHMW 4. Alta tenacidad 1. Buena flexibilidad Polipropileno 2. Resistencia a la abrasión 220 MPa 390 MPa PP 3. Buena rigidez 4. Alta tenacidad 1. Buena flexibilidad 2. Baja resistencia a la Fibra de abrasión NA* NA* carbono 3. Buena rigidez 4. Alta tenacidad. Precio por metro. $5000 por kg. $2000 por kg. $3500 por kg $1286 por kg. $96494 por kg. Es importante hacer la aclaración sobre condiciones de trabajo de los plásticos. En su gran mayoría los materiales plásticos pueden ser utilizados para realizar impresiones 3D. Su limitante estará en la calidad de la impresora o en la técnica que la impresora utilice para realizar la impresión.. El problema real de utilizar plásticos para realizar piezas, es que, para obtener alta confiabilidad mecánica, es necesario utilizar los plásticos manufacturados por el método de INYECCION DE MATERIAL. En este método los plásticos son derretidos a altas temperaturas e inyectados a moldes en donde toman la forma deseada. Estas altas temperaturas pueden ocasionar que la pieza resulte porosa o con cavidades de aire en donde el plástico no pudo 46.

(49) llegar de forma líquida o, en el peor de los casos, que la pieza esté conformada por secciones de plástico quemado ocasionando así, que la pieza pierda confiabilidad estructural y que no sirva para nada. Situación que se presenta al utilizar en Nylon como material base para las impresiones.. La fibra de carbono es un material el cual es complicado trabajar, debido al proceso necesario para obtener una pieza. Proceso que se debe realizar con mucho control por parte de los encargados de manufactura, debido a la disposición de las capas a utilizar, los métodos y materiales para la obtención de la lámina y el posterior modelado para formar la pieza que finalmente se vaya a utilizar en el proyecto.. Los cuatro primeros materiales de la Tabla 7 se ajustan más a lo planteado, la producción resulta siendo un proceso menos complejo y de bajos costos.. Ya seleccionados los materiales que se podrían utilizar para el diseño, se realizó pruebas computacionales para confirmar que estos materiales fueran los óptimos para el uso que posteriormente se les iba dar a la prótesis. Tras varios análisis sobre el pro y contra que tendría la selección de estos materiales, se decidió elegir como material de trabajo el ABS por ser un material económico, disponible en el mercado y, por consiguiente, de fácil acceso y prometedor para las pruebas mecánicas al que se sometería la pieza después de la fabricación.. El aspecto económico es importante, por lo tanto, se decide realizar el prototipo utilizando la impresión 3D. La disponibilidad que existe de la impresora en la Universidad Tecnológica de Pereira ayudó a que la impresión fuera supervisada por los diseñadores y el encargado de la máquina. Esto permitió decidir sobre el tipo de mallado y la densidad de impresión que son aspectos importantes y de los cuales se hablará posteriormente en el Capítulo 5.. 47.

(50) Una breve aclaración sobre el funcionamiento de la impresora utilizada se hace necesaria porque no son herramientas que se utilicen cotidianamente. La impresión 3D con tecnología FDM consiste en ir depositando capa por capa del material, hasta conseguir darle la forma a toda la pieza. En algunas ocasiones se tuvo que utilizar material de soporte porque no había la suficiente superficie de contacto para que el material impreso mantuviera su forma. Esto debido a que la impresora ejerce cierta fuerza sobre la impresión y esta se encuentra a altas temperatura; en los plásticos hace que el material sea maleable y empiece a deformarse.. 48.

(51) CAPITULO 5. 5. SELECCIÓN DEL MALLADO Y DENSIDAD EN LA IMRESÓN 3D. Una vez determinado el material con el que se va a realizar la impresión, los siguientes aspectos por analizar fueron: la necesidad de resistencia que debería tener la pieza, y la aplicación que se le daría a la pieza. Estas dos condiciones ameritaban que se realice varias pruebas hasta encontrar un balance óptimo de uso. Se debe tener en cuenta las condiciones de operación básicas cuando se creó el diseño, estableciendo que el material tenga alta resistencia sin ser totalmente rígido. Partiendo de esta condición se decidió experimentar con las siguientes disposiciones.. ANILLO ELÍPTICO Se realizó dos impresiones de este elemento, ver Figura 19, con las siguientes características: . Malla transversal con densidad 70: condiciones que permiten que el elemento soporte la carga de trabajo y una deformación mayor con respecto a piezas más rígidas.. . Malla transversal con densidad 100: al tener una densidad más alta y el mismo mallado que la pieza anterior, se consigue tener mayor resistencia a la deformación. Otorgando así las condiciones máximas a las que puede operar de manera satisfactoria la pieza cuando se encuentre realizando la acción de marchar.. 49.

(52) Figura 19. Impresión del anillo elíptico [Autores].. PLANTILLA En la plantilla se decidió mantener la misma densidad, una densidad de 70 para mirar el comportamiento de la geometría que se le asignó al diseño.. Se sabe que este elemento sufriría las mayores deformaciones entonces se probó con la malla mostrando las siguientes características: . Malla longitudinal: mallado que se realizó a lo largo de toda la planilla con la particularidad que la plantilla no tiene las caras planas horizontalmente sino verticales, ver Figura 20.. 50.

(53) Figura 20. Plantilla con impresión longitudinal [Autores].. . Malla transversal: mallado que se realizó en con recorrido de empeine interno hacia el empeine externo y a lo largo del pie desde la parte que recrean los dedos hasta la parte trasera que recrea el talón, ver Figura 21.. Figura 21. Plantilla con impresión transversal [Autores].. 51.